KR20190085740A - 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품 - Google Patents

단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품 Download PDF

Info

Publication number
KR20190085740A
KR20190085740A KR1020180003973A KR20180003973A KR20190085740A KR 20190085740 A KR20190085740 A KR 20190085740A KR 1020180003973 A KR1020180003973 A KR 1020180003973A KR 20180003973 A KR20180003973 A KR 20180003973A KR 20190085740 A KR20190085740 A KR 20190085740A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
mode
pixels
dual
signal
signal path
Prior art date
Application number
KR1020180003973A
Other languages
English (en)
Inventor
이상민
강동욱
김도일
Original Assignee
삼성전자주식회사
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 삼성전자주식회사 filed Critical 삼성전자주식회사
Priority to KR1020180003973A priority Critical patent/KR20190085740A/ko
Priority to EP18189913.9A priority patent/EP3510928A1/en
Priority to US16/147,378 priority patent/US10713822B2/en
Priority to CN201910022496.5A priority patent/CN110025328A/zh
Publication of KR20190085740A publication Critical patent/KR20190085740A/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/025—Tomosynthesis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4291—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis the detector being combined with a grid or grating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J1/00—Photometry, e.g. photographic exposure meter
    • G01J1/42—Photometry, e.g. photographic exposure meter using electric radiation detectors
    • G01J1/44—Electric circuits
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J1/00—Photometry, e.g. photographic exposure meter
    • G01J1/42—Photometry, e.g. photographic exposure meter using electric radiation detectors
    • G01J1/44—Electric circuits
    • G01J1/46—Electric circuits using a capacitor
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1647—Processing of scintigraphic data
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20184—Detector read-out circuitry, e.g. for clearing of traps, compensating for traps or compensating for direct hits
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/247—Detector read-out circuitry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
    • H04N25/77—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
    • H04N25/77—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components
    • H04N25/772—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components comprising A/D, V/T, V/F, I/T or I/F converters
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
    • G01J1/00—Photometry, e.g. photographic exposure meter
    • G01J1/42—Photometry, e.g. photographic exposure meter using electric radiation detectors
    • G01J1/44—Electric circuits
    • G01J2001/4413—Type
    • G01J2001/442—Single-photon detection or photon counting
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/40—Imaging
    • G01N2223/423—Imaging multispectral imaging-multiple energy imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/50—Detectors
    • G01N2223/501—Detectors array
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • G01T1/171—Compensation of dead-time counting losses
    • G01V5/226—
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10116—X-ray image

Abstract

개시된 실시예들은 빠른 계수 속도와 에너지 스펙트럼의 정밀도를 동시에 달성하기 위한 것이다. 본 개시에서는 듀얼 모드 화소를 포함하는 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품이 개시된다.

Description

단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품 {Apparatus for tomography imaging, method for controlling the same, and computer program product}
본 개시는 단층 촬영 장치, 단층 촬영 장치 제어 방법, 및 단층 촬영 장치 제어 방법을 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 포함하는 컴퓨터 프로그램 제품에 관한 것이다.
의료 영상 장치는 대상체의 내부 구조를 영상으로 획득하기 위한 장비이다. 의료 영상 장치는 비침습 검사 장치로서, 신체 내의 구조적 세부사항, 내부 조직 및 유체의 흐름 등을 촬영 및 처리하여 사용자에게 보여준다. 의사 등의 사용자는 의료 영상 장치에서 출력되는 의료 영상을 이용하여 환자의 건강 상태 및 질병을 진단할 수 있다.
환자에게 엑스레이를 조사하여 대상체를 촬영하기 위한 장치의 일례로 컴퓨터 단층 촬영(CT: Computed Tomography) 장치가 있다. 컴퓨터 단층 촬영(CT) 장치는 의료 영상 장치 또는 단층 촬영 장치의 일종이다. 컴퓨터 단층 촬영 장치는, 대상체에 대한 단면 영상을 제공할 수 있고, 일반적인 엑스레이 장치에 비하여 대상체의 내부 구조(예컨대, 신장, 폐 등의 장기 등)가 겹치지 않게 표현할 수 있다는 장점이 있어서, 질병의 정밀한 진단을 위하여 널리 이용된다.
질병의 정밀한 진단을 위해서는 검출된 방사선의 에너지 레벨과 세기의 측정이 필요하다. 이를 위해, 최근 광자 계수 검출기(Photon counting detector, PCD)가 방사선의 검출을 위해 이용되고 있다. PCD에서는 빠른 계수 속도 및 에너지 스펙트럼의 정밀도가 요구된다. 빠른 계수 속도는 엑스레이 생성부가 고속으로 회전하는 짧은 시간 동안 특정 위치의 광자를 계수하기 위해 요구된다. 에너지 스펙트럼의 정밀도는 PCD로 입사되는 광자들의 세기를 분별하기 위해 요구된다. 그런데, 계수 속도와 에너지 스펙트럼의 정밀도는 서로 상충되는 요소로, 동시에 달성하기 어려운 문제점이 있다.
개시된 실시예들은 빠른 계수 속도와 에너지 스펙트럼의 정밀도를 동시에 달성할 수 있는 PCD를 이용한 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품을 제공하기 위한 것이다.
또한, 개시된 실시예들은 PCD에서 에너지 분해능이 뛰어난 에너지 스펙트럼 방식과 광자 계수 속도가 빠른 고속 카운트 방식의 장점들을 보완하여, 광자 계수의 지연 시간(dead time)을 최소화하면서 광자 계수 속도를 증가시키기 위한 것이다.
본 개시의 일 실시예의 일 측면에 따르면,
복수의 듀얼 모드 화소를 포함하고, 대상체를 통과한 방사선을 검출하는 엑스레이 검출부; 및
상기 엑스레이 검출부로부터 스캔 데이터를 획득하고, 각각의 상기 복수의 듀얼 모드 화소가 제1 모드 및 제2 모드 중 하나로 동작하도록 제어하는 하나 이상의 프로세서를 포함하고,
각각의 상기 복수의 듀얼 모드 화소는,
입사된 방사선을 전기 신호로 변환하여 스캔 신호를 생성하는 센서;
상기 제1 모드에서 상기 스캔 신호를 전달하는 제1 신호 패스;
상기 제2 모드에서 상기 스캔 신호를 전달하는 제2 신호 패스; 및
상기 제1 신호 패스 및 상기 제2 신호 패스 중 하나를 통해 전달된 상기 스캔 신호로부터 광자를 계수하는 광자 계수기를 포함하고,
상기 제2 신호 패스는 상기 스캔 신호를 전달하는 최소 시간 간격이 상기 제1 신호 패스보다 작은, 단층 촬영 장치가 제공된다.
일 실시예에 따르면, 상기 제1 신호 패스는, 상기 스캔 신호를 증폭하는 제1 프리앰프; 및 상기 스캔 신호의 파형을 성형(shaping)하는 펄스 성형기(shaper)를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 제2 신호 패스는, 상기 스캔 신호를 증폭하는 제2 프리앰프; 및 상기 제2 프리앰프의 출력 레벨이 제1 레벨을 초과하면, 상기 제2 프리앰프의 입출력 레벨을 리셋하는 리셋 회로를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 하나 이상의 프로세서는 상기 제1 모드 및 상기 제2 모드 중 하나를 선택하는 모드 선택 신호를 생성하여 상기 엑스레이 검출부로 출력하고, 각각의 상기 복수의 듀얼 모드 화소는, 상기 모드 선택 신호에 따라, 상기 센서로부터 출력된 스캔 신호를 상기 제1 신호 패스 및 상기 제2 신호 패스 중 하나로 전달하는 제1 스위치; 및 상기 모드 선택 신호에 따라, 상기 복수의 광자 계수기의 입력 단자를 상기 제1 신호 패스 및 상기 제2 신호 패스 중 하나로 연결하는 제2 스위치를 더 포함할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 엑스레이 검출부는 복수의 서브 화소로 이루어진 복수의 비닝(binning) 화소를 포함하고, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들은 서브 화소로서 그룹핑되어 상기 복수의 비닝 화소에 포함되고, 상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 복수의 비닝 화소 각각에서, 적어도 하나의 제1 듀얼 모드 화소는 상기 제1 모드로 동작하고, 상기 적어도 하나의 제1 듀얼 모드 화소를 제외한 나머지 제2 듀얼 모드 화소는 상기 제2 모드로 동작하도록 제어할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 엑스레이 검출부는, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들 상에 배치되는 산란 방지 그리드를 더 포함하고, 상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들 중, 상기 산란 방지 그리드의 프레임의 주변에 배치된 듀얼 모드 화소들은 상기 제1 모드로 동작하고, 상기 프레임의 주변에 배치된 얼 모드 화소들을 제외한 나머지 듀얼 모드 화소들은 상기 제2 모드로 동작하도록 제어할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들 중, 외곽에 배치된 듀얼 모드 화소들은 상기 제1 모드로 동작하고, 상기 외곽에 배치된 듀얼 모드 화소들을 제외한 나머지 듀얼 모드 화소들은 상기 제2 모드로 동작하도록 제어할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 단층 촬영 장치는, 제1 제어 신호를 수신하는 입력부를 더 포함하고, 상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 제1 제어 신호에 기초하여, 상기 엑스레이 검출부의 각각의 듀얼 모드 화소의 모드를 제어할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 단층 촬영 장치는, 엑스레이를 생성하여 출력하는 엑스레이 생성부를 더 포함하고, 상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 엑스레이 생성부의 관전압 및 관전류 중 적어도 하나에 기초하여 상기 복수의 듀얼 모드 화소 각각의 모드를 제어할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 하나 이상의 프로세서는, 촬영 프로토콜에 기초하여, 상기 복수의 듀얼 모드 화소 각각의 모드를 제어할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 상기 광자 계수기는,
상기 제1 신호 패스 및 상기 제2 신호 패스 중 하나를 통해 전달된 스캔 신호를 문턱 전압과 비교하는 복수의 비교기; 및 상기 복수의 비교기 각각의 출력 신호를 각각 계수하는 복수의 계수기를 포함할 수 있다.
본 개시의 일 실시예의 다른 측면에 따르면, 단층 촬영 장치의 제어 방법에 있어서,
상기 단층 촬영 장치의 엑스레이 검출부는 제1 모드 또는 제2 모드로 동작하는 복수의 듀얼 모드 화소를 포함하고,
상기 복수의 듀얼 모드 화소는, 상기 제1 모드에서 센서로부터 출력된 스캔 신호를 전달하는 제1 신호 패스, 상기 제2 모드에서 상기 스캔 신호를 전달하는 제2 신호 패스, 및 상기 스캔 신호로부터 광자를 계수하는 광자 계수기를 포함하고,
상기 단층 촬영 장치 제어 방법은,
각각의 상기 복수의 듀얼 모드 화소가 상기 제1 모드 또는 상기 제2 모드 중 하나로 동작하도록 제어하는 단계; 및
상기 엑스레이 검출부로부터 출력된 스캔 데이터를 획득하는 단계를 포함하고,
상기 제2 신호 패스는 상기 스캔 신호를 전달하는 최소 시간 간격이 상기 제1 신호 패스보다 작은, 단층 촬영 장치 제어 방법이 제공된다.
본 개시의 일 실시예의 또 다른 측면에 따르면, 단층 촬영 장치 제어 방법을 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 포함하는 컴퓨터 프로그램 제품이 제공된다.
개시된 실시예들에 따르면, 빠른 계수 속도와 에너지 스펙트럼의 정밀도를 동시에 달성할 수 있는 PCD를 이용한 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품을 제공할 수 있는 효과가 있다.
또한, 개시된 실시예들에 따르면, PCD에서 에너지 분해능이 뛰어난 에너지 스펙트럼 방식과 광자 계수 속도가 빠른 고속 카운트 방식의 장점들을 보완하여, 광자 계수의 지연 시간(dead time)을 최소화하면서 광자 계수 속도를 증가시킬 수 있는 효과가 있다.
도 1은 개시된 일 실시예에 따른 CT 시스템(100)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 2는 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200a)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 3a는 일 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113)를 도시한 도면이다.
도 3b는 도 3a의 일 화소를 설명하기 위한 도면이다.
도 3c는 일 실시예에 따른 듀얼 모드 화소(210)의 구조와 함께 화소 어레이(360) 및 프로세서(220)를 도시한 도면이다.
도 4는 일 실시예에 따른 제1 신호 패스(352a)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 5는 일 실시예에 따른 제2 신호 패스(354a)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 6은 본 개시의 일 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113b)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 7은 엑스레이 검출부(113)로 입사되는 광자의 에너지 분포를 설명하기 위한 도면이다.
도 8a 내지 도 8c는 본 개시의 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200a)의 동작을 설명하기 위한 도면이다.
도 9는 일 실시예에 따른 듀얼 모드 화소들의 동작 모드를 나타낸 도면이다.
도 10은 일 실시예에 따른 산란 방지 그리드(116) 및 엑스레이 검출부(113)를 나타낸 도면이다.
도 11은 일 실시예에 따른 화소 어레이(360)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 12는 일 실시예에 따른 화소 어레이(360)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 13은 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200b)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 14는 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치의 제어방법을 나타낸 흐름도이다.
본 명세서는 본 발명의 권리범위를 명확히 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 실시할 수 있도록, 본 발명의 원리를 설명하고, 실시예들을 개시한다. 개시된 실시예들은 다양한 형태로 구현될 수 있다.
명세서 전체에 걸쳐 동일 참조 부호는 동일 구성요소를 지칭한다. 본 명세서가 실시예들의 모든 요소들을 설명하는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 일반적인 내용 또는 실시예들 간에 중복되는 내용은 생략한다. 명세서에서 사용되는 '모듈' 또는 '부'(unit)라는 용어는 소프트웨어, 하드웨어 또는 펌웨어 중 하나 또는 둘 이상의 조합으로 구현될 수 있으며, 실시예들에 따라 복수의 '모듈' 또는 '부'가 하나의 요소(element)로 구현되거나, 하나의 '모듈' 또는 '부'가 복수의 요소들을 포함하는 것도 가능하다. 이하 첨부된 도면들을 참고하여 본 발명의 작용 원리 및 실시예들에 대해 설명한다.
본 명세서에서 영상은 컴퓨터 단층 촬영(CT, Computed Tomography) 장치, 자기 공명 영상(MRI, Magnetic Resonance Imaging) 장치, 초음파 촬영 장치, 또는 엑스레이 촬영 장치 등의 의료 영상 장치에 의해 획득된 의료 영상을 포함할 수 있다.
본 명세서에서 '대상체(object)'는 촬영의 대상이 되는 것으로서, 사람, 동물, 또는 그 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 신체의 일부(장기 또는 기관 등; organ) 또는 팬텀(phantom) 등을 포함할 수 있다.
본 명세서에서 'CT 시스템' 또는 'CT 장치'는 대상체에 대한 적어도 하나의 축을 중심으로 회전하며 X선을 조사하고, X선을 검출하여 대상체를 촬영하는 시스템 또는 장치를 의미한다.
본 명세서에서 'CT 영상'은 대상체에 대한 적어도 하나의 축을 중심으로 회전하며 조사된 X선을 검출하여 대상체를 촬영함으로써 획득된 로 데이터(raw data)로부터 구성된 영상을 의미한다.
도 1은 개시된 일 실시예에 따른 CT 시스템(100)의 구조를 나타낸 도면이다.
개시된 일 실시예에 따른 CT 시스템(100)은 갠트리(110), 테이블(105), 제어부(130), 저장부(140), 영상 처리부(150), 입력부(160), 디스플레이부(170), 및 통신부(180)를 포함할 수 있다.
갠트리(110)는 회전 프레임(111), 엑스레이 생성부(112), 엑스레이 검출부(113), 회전 구동부(114), 및 리드아웃부(115)를 포함할 수 있다.
회전 프레임(111)은 회전 구동부(114)로부터 구동 신호를 수신하여, 회전축(RA)을 중심으로 회전할 수 있다.
산란 방지 그리드(116)는 대상체와 엑스레이 검출부(113) 사이에 배치되어, 주 방사선은 대부분 투과시키고, 산란 방사선은 감쇠시킬 수 있다. 대상체는 테이블(105) 상에 배치되고, 테이블(105)은 CT 촬영을 수행하는 동안 이동되거나, 기울어지거나(tilting), 회전(rotating)할 수 있다.
엑스레이 생성부(112)는 고전압 생성부(HVG, high voltage generator)로부터 전압, 전류를 인가 받아 X선을 생성하고 방출한다.
엑스레이 생성부(112)는 엑스레이 생성부(112) 및 엑스레이 검출부(113)가 각각 한 개씩 구비되는 단일 소스 방식으로 구현될 수 있다.
엑스레이 검출부(113)는 대상체를 통과한 방사선을 검출한다. 엑스레이 검출부(113)는 예를 들면, 에너지 적분형 디텍터(Energy Integrating Detector, EID), 포톤 카운팅 디텍터(Photon Counting Detector, PCD) 등을 이용하여 방사선을 검출할 수 있다.
엑스레이 생성부(112)와 엑스레이 검출부(113)의 구동 방식은 대상체에 대한 스캔 방식에 따라 달라질 수 있다. 상기 스캔 방식은 엑스레이 검출부(113)의 이동 경로에 따라 축상(axial) 스캔 방식, 나선형(helical) 스캔 방식 등을 포함한다. 또한 상기 스캔 방식은 X선이 조사되는 시간 구간에 따라 프로스펙티브(prospective) 모드, 레트로스펙티브(retrospective) 모드 등을 포함한다.
제어부(130)는 CT 시스템(100)의 각각의 구성요소들의 동작을 제어할 수 있다. 제어부(130)는 소정의 기능을 수행하기 위한 프로그램 또는 데이터를 저장하는 메모리, 프로그램 코드 및 데이터를 처리하는 프로세서를 포함할 수 있다. 제어부(130)는 하나 이상의 메모리 및 하나 이상의 프로세서의 다양한 조합으로 구현 가능하다. 프로세서는 CT 시스템(100)의 동작 상태에 따라 프로그램 모듈을 생성하고 삭제할 수 있으며, 프로그램 모듈의 동작들을 처리할 수 있다.
리드아웃부(115)는 엑스레이 검출부(113)에서 생성된 검출 신호를 입력 받아, 영상 처리부(150)로 출력한다. 리드아웃부(115)는 데이터 획득 회로(Data Acquisition System, 115-1) 및 데이터 송신부(115-2)를 포함할 수 있다. DAS(115-1)는 적어도 하나의 증폭 회로를 이용하여, 엑스레이 검출부(113)로부터 출력된 신호를 증폭하여, 데이터 송신부(115-2)로 출력한다. 데이터 송신부(115-2)는 멀티플렉서(MUX) 등의 회로를 이용하여, DAS(115-1)에서 증폭된 신호를 영상 처리부(150)로 출력한다. 슬라이스 두께(slice thickness)나 슬라이스 개수에 따라 엑스레이 검출부(113)로부터 수집된 일부 데이터만이 영상 처리부(150)로 제공되거나, 영상 처리부(150)가 일부 데이터만을 선택할 수 있다.
영상 처리부(150)는 리드아웃부(115)로부터 획득된 신호(예컨대, 가공 전 순수(pure) 데이터)로부터 단층 데이터를 획득한다. 영상 처리부(150)는 획득된 신호에 대한 전처리, 단층 데이터로의 변환 처리, 상기 단층 데이터에 대한 후처리 등을 수행할 수 있다. 영상 처리부(150)는 본 개시에서 예시된 처리들 중 일부 또는 전부를 수행하며, 실시예에 따라 영상 처리부(150)에서 수행되는 처리의 종류 및 순서는 달라질 수 있다.
영상 처리부(150)는 리드아웃부(115)로부터 획득된 신호에 대해, 채널들 사이의 감도 불균일 정정 처리, 신호 세기의 급격한 감소 정정 처리, X선 흡수재로 인한 신호의 유실 정정 처리 등의 전처리를 수행할 수 있다.
영상 처리부(150)는 실시예들에 따라, 단층 영상으로의 재구성 처리 중 일부 또는 전부를 수행하여 상기 단층 데이터를 생성한다. 실시예에 따라, 상기 단층 데이터는 역투영(back-projection)된 데이터, 또는 단층 영상 등의 형태를 가질 수 있다. 실시예들에 따라, 단층 데이터에 대한 추가적인 처리가 서버, 의료 장치, 휴대용 장치 등의 외부 장치에 의해 수행될 수 있다.
로 데이터는 대상체를 통과한 X선 세기에 상응하는 데이터 값의 집합으로서, 프로젝션 데이터(projection data) 또는 사이노그램(sinogram)을 포함할 수 있다. 역투영된 데이터는, X선이 방사된 각도 정보를 이용하여 상기 로 데이터를 역투영한 데이터이다. 단층 영상은 상기 로 데이터를 역투영하는 단계를 포함하는 재구성 영상기법들을 적용하여 획득된 영상이다.
저장부(140)는 제어 관련 데이터, 영상 데이터 등을 저장하는 저장매체로서, 휘발성 또는 비휘발성 저장매체를 포함할 수 있다.
입력부(160)는 사용자로부터 제어 신호, 데이터 등을 수신한다. 디스플레이부(170)는 CT 시스템(100)의 동작 상태를 나타내는 정보, 의료 정보, 의료 영상 데이터 등을 표시할 수 있다.
CT 시스템(100)은 통신부(180)를 포함하며, 통신부(180)를 통해 외부 장치(예를 들면, 서버, 의료 장치, 휴대 장치(스마트폰, 태블릿 PC, 웨어러블 기기 등)와 연결할 수 있다.
통신부(180)는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈, 유선 통신 모듈 및 무선 통신 모듈 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
개시된 실시예들에 따른 CT 시스템(100)은 실시예에 따라 CT 촬영 시, 조영제를 이용하거나 이용하지 않을 수 있으며, 타 기기와 연계된 장치의 형태로 구현되는 것도 가능하다.
도 2는 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200a)의 구조를 나타낸 도면이다.
본 개시의 실시예들에 따른 단층 촬영 장치(200a)는 방사선 광자를 감지하는 모든 전자기기의 형태로 구현될 수 있다. 예를 들면, 개시된 실시예들에 따른 단층 촬영 장치(200a)는 CT(Computed Tomography) 시스템, OCT(Optical Coherence Tomography), PET(Positron Emission Tomography)-CT 장치, 또는 SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography) 등의 형태로 구현될 수 있다.
또한, 본 개시의 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200a)는 도 1의 CT 시스템(100)의 형태로 구현될 수 있다.
컴퓨터 단층촬영 시스템은 다결정 이온화 에너지의 광자(poly-energetic ionizing photon)를 방출하는 방사선 소스(radiation source)를 구비할 수 있고, 검사 물체를 투과한 광자를 검출한 검출기는 전류나 전압의 전기신호를 생성하고 이 전기신호를 에너지 크기 별로 구분하여 단층 영상을 재구성 한다. 컴퓨터 단층촬영 시스템은 엑스레이를 가시광선으로 변환하는 발광물질(Scintillator)과 이 빛을 전기신호로 변환하는 포토다이오드(photodiode)를 포함한다. 컴퓨터 단층촬영 시스템은 입사되는 방사선을 빛으로 변환하고, 빛을 다시 전기신호로 변환하여, 물체를 투과한 광자의 감쇄 정도를 나타내는 스캔 신호를 획득할 수 있다. 또한, 컴퓨터 단층촬영 시스템은 획득된 스캔 신호를 소정 시간 동안 적분하여, 스캔 데이터를 획득할 수 있다. 그런데 이와 같이 스캔 신호를 소정 시간 동안 적분하는 방식은, 입사된 방사선의 정확한 에너지 크기를 알 수 없는 단점이 있다. 이를 보완하기 위해 본 개시의 단층 촬영 장치(200a)는 물체를 투과한 광자를 계수하는 방식의 검출기, 즉 PCD를 사용한다. PCD는 광자를 전기 신호로 직접 변환하는 반도체 물질을 사용하여 들어온 광자를 직접 계수할 수 있는 장점을 가지고 있다. 직접 변환 방식의 광자 계수 검출기는 에너지의 크기에 따라 피크 진폭 또는 높이를 갖는 펄스를 증폭하는 증폭기(pre-amplifier), 펄스를 에너지 크기에 따라 재형성하는 펄스 성형기(pulse shper), 하나 이상의 에너지 임계 값과 펄스 높이를 비교하여 에너지를 판별하는 판별기(discriminator), 및 펄스 높이가 임계 값을 초과한 횟수를 계수하는 계수기(counter)로 구성된다.
의료 진단용 단층 촬영 장치(200a)에서 사용되는 방사선 선속은 약 108-109 photons/sec*mm2이며, 고속으로 회전하는 짧은 시간 동안 특정 위치의 광자를 계수하기 위해서는 계수 속도가 중요하고, 엑스레이 검출부(113)로 입사되는 광자들의 세기를 분별하기 위해서는 에너지 스펙드럼의 정밀도가 중요 요소이다. 펄스 성형기의 펄스 성형 시간(shaping time) 이 길수록 에너지 정밀도가 향상되고, 속도 올리기 위해 펄스 성형 시간을 줄이면 에너지 정밀도는 감소된다. 그런데 에너지 스펙트럼의 정밀도를 높이기 위해서는 펄스 성형기(shaper)를 이용해야 하고, 펄스 성형기는 계수 속도를 낮추기 때문에, 계수 속도의 획득과 에너지 스펙트럼의 정밀도의 획득은 서로 상충되어 동시에 달성하기 어려운 문제점이 있다. 증폭기로부터 발생한 펄스 신호는 펄스 성형기를 거치게 되면서 정확한 에너지 레벨이 판별되지만, 펄스를 성형하는 시간 동안 입력되는 신호를 처리하지 못하고 손실되는 dead time이 발생되어 계수 속도가 느려지는 단점이 있다. 계수 속도를 증가시키기 위해 펄스 성형기를 제거하고, 임계값 이상의 신호를 받아서 리셋(reset) 하는 방식을 사용하면 Gaussian 펄스 형태를 갖는 펄스 성형기 출력신호의 지연(decay) 시간을 줄여 계수 속도가 빨라지는 장점이 있다. 하지만, 임계값 이하의 신호는 긴 decay 시간을 갖고 저역노이즈와 고역노이즈가 제거되는 펄스 성형기보다 에너지 정밀도가 낮아지는 단점이 있다.
일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200a)는 엑스레이 검출부(113) 및 프로세서(220)를 포함한다. 엑스레이 검출부(113)는 복수의 듀얼 모드 화소(210)를 포함한다.
엑스레이 검출부(113)는 엑스레이 생성부(112)로부터 방사되어 대상체를 통과한 엑스레이를 검출하여, 스캔 데이터를 생성하고 출력한다. 본 개시의 일 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113)는 엑스레이를 검출하기 위한 복수의 화소들을 포함할 수 있다. 복수의 화소들은 2차원 어레이 형태로 배열될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 엑스레이 검출부(113)의 복수의 화소들 중 일부 또는 전부는 듀얼 모드 화소(210)의 형태로 구현될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 복수의 화소들은 대상체를 통과한 방사선에 대응되는 스캔 신호를 생성하는 센서, 스캔 신호를 증폭하는 프리앰프, 및 센서에서 생성된 스캔 신호로부터 광자를 계수하는 광자 계수기를 포함할 수 있다. 즉, 복수의 화소들은 PCD를 이용한 화소들일 수 있다.
듀얼 모드 화소(210)는 제1 신호 패스와 제2 신호 패스를 구비하고, 제1 신호 패스 또는 제2 신호 패스 중 하나를 통해 스캔 신호를 광자 계수기(340)로 전달한다. 제2 신호 패스는 스캔 신호를 전달하는 최소 시간 간격이 제1 신호 패스보다 작다. 즉, 제2 신호 패스는 제1 신호 패스에 비해 스캔 신호를 전달하는 속도가 빠르다.
프로세서(220)는 엑스레이 검출부(113)에서 획득된 스캔 데이터를 수신한다. 스캔 데이터는 프로젝션 데이터(projection data) 또는 사이노그램(sinogram) 등의 로 데이터(raw data)일 수 있다. 또한, 프로세서(220)는 엑스레이 검출부(113)의 전반적인 동작을 제어하고, 듀얼 모드 화소(210)의 모드를 제어하기 위한 제어신호를 생성하여 엑스레이 검출부(113)로 출력한다. 예를 들면, 프로세서(220)는 듀얼 모드 화소(210)가 제1 모드 또는 제2 모드로 동작하도록 제어하기 위해, 모드 선택 신호를 생성하여 출력할 수 있다. 프로세서(220)는 획득된 스캔 데이터를 이용하여 단층 영상을 재구성할 수 있다. 프로세서(220)는 투과 역투영(filtered back-projection) 등의 기법을 이용하여 로 데이터로부터 단층 영상을 재구성할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 데이터 획득 회로(DAS, 115-1) 및 데이터 송신부(115-2) 중 적어도 하나 또는 이들의 조합을 통해 프로세서(220)로부터 모드 선택 신호가 엑스레이 검출부(113)로 출력될 수 있다.
다른 실시예에 따르면, 프로세서(220)와 엑스레이 검출부(113) 사이에 모드 선택 신호를 전달하기 위한 별도의 신호 배선이 구비될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 도 2의 엑스레이 검출부(113)는 도 1의 엑스레이 검출부(113)에 대응되고, 도 2의 프로세서(220)는 도 1의 제어부(130), 영상 처리부(150), 또는 이들의 조합에 대응될 수 있다.
도 3a는 일 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113)를 도시한 도면이다.
일 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113)는 입사된 방사선을 전하로 직접 변환하는 직접 방식에 의해 방사선을 검출하는 계수형 디텍터이다. 구체적으로, 입사된 방사선 광자(photon)를 전기 신호로 변환하고, 변환된 전기 신호를 이용하여 입사된 광자의 개수를 카운팅하는 PCD이다. 또한, 본 개시의 일 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113)는 다중 에너지 측정이 가능한 구조로 구현될 수 있다.
다중 에너지 측정을 위한 엑스레이 검출부(113)는 광자를 에너지 크기에 따라 복수개의 대역으로 분류하고, 에너지 대역 별로 분류된 광자의 개수를 이용하여, 의료 영상을 복원한다. 구체적으로, 본 개시의 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113)는 멀티 에너지 방사선 영상을 복원하기 위해 이용될 수 있다. 예를 들어, 엑스레이 검출부(113)는 듀얼 에너지 CT 영상 또는 듀얼 에너지 X 선 영상을 획득하기 위해 이용될 수 있다. 도 3a를 참조하면, 본 개시의 일 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113)는 방사선을 감지하는 복수개의 화소들(330)을 포함한다. 여기서, 화소(330)는 방사선을 감지하여 에너지 대역 별로 분류하여 계수하는 단위 디텍터를 의미할 수 있다.
엑스레이 검출부(113)는 센서 층(310) 및 PCD 회로 층(320)을 포함할 수 있다. 일 실시예에 따르면, 센서 층(310)이 엑스레이가 입사되는 전면에 배치되고, PCD 회로 층(320)은 후면에 배치될 수 있다. 또한, 센서 층(310)과 PCD 회로 층(320)은 도 3a에 도시된 바와 같이 개별 층으로 구성될 수 있다.
센서 층(310)은 직접 방식으로 방사선 광자를 전기 신호로 변환한다. 센서 층(310)은 예를 들면, 카드뮴 텔룰라이드(CdTe)로 구성될 수 있다. 카드뮴텔룰라이드(CdTe)외에 반도체(semiconductor) 물질로 형성되는 것도 가능하다. 카드뮴 텔룰라이드(CdTe)는 반도체(semiconductor) 물질로, 센서 층(310)의 후면에 배치되는 PCD 회로 층(320) 또한 반도체 물질로 형성될 수 있다. 센서 층(310)의 전면에는 Bias 전압이 인가되고, 입사된 엑스레이에 의해 생성된 전하들이(charge packet) 센서 층(310)을 통해 이동하여, 전기 신호가 생성된다.
전술한 ‘전면’ 또는 ‘후면’은 상대적인 개념으로, 방사선을 방출하는 방사선 소스를 향하여 배치되어 방사선을 입사 받는 면을 전면이라 하고, 방사선 소스를 향하지 않는 반대 면을 후면이라 한다.
복수개의 화소(330)는 도시된 바와 같이 2차원 어레이 형태로 배치될 수 있다. 또한 복수의 화소(330)는 동일 크기를 갖는 사면체 구조를 가질 수 있다. 도 3a에서는 8*8=64 개의 화소들이 엑스레이 검출부(113)에 포함되는 경우를 예로 들어 도시하였다.
복수개의 화소(2330) 각각에서는 센서 층(310)이 전면부에 배치되며, 후면부에서는 PCD 회로 층(320)이 배치될 수 있다. 구체적으로, PCD 회로 층(320)에는 센서 층(310)으로 입사된 방사선을 계수하고 계수된 방사선 광자의 개수를 저장하기 위한 복수개의 비교기 및 적어도 하나의 계수기가 배치될 수 있다.
구체적으로, 엑스레이 검출부(113)의 전면으로 대상체를 투과한 방사선이 입사되며, 전면부에 배치된 센서 층(310)에서 입사된 방사선을 흡수한다.
또한, 센서 층(310)는 엑스레이 생성부(112)를 향하는 표면의 적어도 하나의 부분에 형성될 수 있다. 구체적으로, 센서 층(310)은 엑스레이 생성부(112)를 마주보는 면인 엑스레이 생성부(112)의 전면, 엑스레이 생성부(112)를 마주보는 면의 측면들, 또는 엑스레이 생성부(112)가 산란 등에 의해서 입사될 가능성이 있는 엑스레이 검출부(113)의 후면의 적어도 일부 등에 형성될 수 있다. 도 3a에서는 센서 층(310)이 엑스레이 생성부(112)를 마주보는 엑스레이 검출부(113)의 전면에 균일한 두께를 갖도록 형성된 경우를 예로 들어 도시하였다.
일 실시예에 따르면, 하나의 화소(330)의 전면에서 하나의 화소(330)의 한 변의 길이는 대략 0.2mm 내지 1.0mm 가 될 수 있다. 예를 들면, 화소 사이즈(pixel size)는 전면 면적이 1 mm2 이하의 크기를 가질 수 있다.
도 3b는 도 3a의 일 화소를 설명하기 위한 도면이다. 도 3b에 도시된 화소(330)은 도 3a에 도시된 하나의 화소(330)과 동일 대응된다. 구체적으로, 화소(330)의 전면에 배치되는 센서(340) 및 후면에 배치된 PCD 회로부(350)는 각각 도 3a에 도시된 센서 층(310) 및 PCD 회로 층(320)과 각각 대응될 수 있다.
센서(340)는 방사선 광자를 전기 신호로 변환하여 스캔 신호를 생성하고, PCD 회로부(350)로 출력한다. 센서(340)는 주변의 화소(330)와 절연되도록 구성될 수 있다. 또한, 센서(340)는 소정의 전극을 구비하여, 전극을 통해 PCD 회로부(350)로 스캔 신호를 출력할 수 있다.
CT 시스템에 포함되는 엑스레이 검출부(113)는 소정 촬영 조건하에서 촬영할 때, 소정개수의 광자(photon)를 흡수하여야 한다. 단위 면적이 1mm2 이하인 하나의 화소에서 흡수되어 계수되어야 하는 광자의 개수는 스펙트럼 모델링(spectrum modeling)에 따라서 결정될 수 있다.
고급형 이상의 CT 시스템에 포함되는 광자 계수형 디텍터(photon counting detector)에 있어서, 촬영 조건은 튜브 전압(tube voltage):120kVp, 튜브 전류(tube current): 최소 200mA 이상, 그리고 필터 컨티션(filter condition) : Aluminum 등가 두께 대략 5.6mm 로 설정할 수 있다.
상기된 촬영 조건 하에서, TASMIP(Tungsten Anode Spectral Model)에 기반한 X 선의 스펙트럼 모델링에 따라서, 하나의 화소가 흡수 및 계수하여야 하는 광자의 개수를 계산할 수 있다.
구체적으로, 하나의 화소가 1초당 흡수하여야 하는 광자의 개수는 대략 2억 개 내지 5억 개가 될 수 있다. 여기서, 하나의 화소는 대략 1mm2 이하의 단위 면적을 가질 수 있다.
도 3c는 일 실시예에 따른 듀얼 모드 화소(210)의 구조와 함께 화소 어레이(360) 및 프로세서(220)를 도시한 도면이다.
본 개시의 실시예들에 따른 엑스레이 검출부(113)는 2차원 화소 어레이(360)를 구비할 수 있다. 2차원 화소 어레이(360)는 적어도 하나의 듀얼 모드 화소(210)를 포함할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 2차원 화소 어레이(360)의 화소들(330) 중 일부 화소는 단일 모드 PCD 화소이고, 나머지 화소는 듀얼 모드 화소(210)일 수 있다. 본 실시예에 따르면, 단일 모드 PCD 화소와 듀얼 모드 화소(210)의 배치는 실시예에 따라 달라질 수 있다. 프로세서(220)는 듀얼 모드 화소들(210)에 대해 모드 선택 신호를 출력할 수 있다.
다른 실시예에 따르면, 2차원 화소 어레이(360)의 모든 화소가 듀얼 모드 화소(210)일 수 있다.
듀얼 모드 화소(210)는 앞서 설명한 바와 같이, 센서(340) 및 PCD 회로부(350)를 포함할 수 있다. PCD 회로부(350)는 제1 신호 패스(352), 제2 신호 패스(354), 및 광자 계수기(356)를 포함할 수 있다.
센서(340)는 앞서 설명한 바와 같이 방사선 광자를 전기 신호인 스캔 신호로 변환한다. 센서(340)에서 생성된 스캔 신호는 제1 신호 패스(352) 또는 제2 신호 패스(354)를 통해 광자 계수기(356)로 전달된다. 제1 신호 패스(352) 또는 제2 신호 패스(354)는 선택적인 관계로, 센서(340)에서 출력된 스캔 신호는 제1 신호(352)와 제2 신호 패스(354) 중 하나를 통해 광자 계수기(356)로 전달된다.
프로세서(220)는 모드 선택 신호를 생성하고 듀얼 모드 화소(210)의 PCD 회로부(350)로 출력하여 스캔 신호가 제1 신호 패스(352) 또는 제2 신호 패스(354)를 통해서 전달되도록 제어한다. 프로세서(220)는 제1 모드에서는 제1 신호 패스(352)를 통해 스캔 신호를 전달하도록 제어하고, 제2 모드에서는 제2 신호 패스(354)를 통해 스캔 신호를 전달하도록 제어한다. 일 실시예에 따르면, 프로세서(220)는 듀얼 모드 화소(210) 각각에 대해 동작 모드를 결정하여 모드 선택 신호를 출력할 수 있다. 다른 실시예에 따르면, 듀얼 모드 화소(210)가 둘 이상의 그룹으로 미리 설정되어 있고, 프로세서(220)는 듀얼 모드 화소(210)의 각 그룹에 대해 모드 선택 신호를 생성하여 출력할 수 있다. 듀얼 모드 화소(210)의 그룹은 단층 촬영 장치(200a)의 동작에 따라 변경될 수 있다.
제1 모드는 에너지 스펙트럼 모드로서, 에너지 스펙트럼 분리의 정밀도가 높은 반면, 광자 계수 속도는 제2 모드에 비해 낮은 특징을 갖는 모드이다. 제1 모드는 에너지 스펙트럼 분해능이 요구되는 경우에 이용될 수 있다. 제1 모드에서 센서(340)로부터 출력된 스캔 신호는 제1 신호 패스(352)를 통해 광자 계수기(356)로 전달된다. 제1 신호 패스(352)는 펄스 성형기를 구비하여 에너지 스펙트럼 분리의 높은 정밀도를 갖는다. 그런데 펄스 성형기는 신호 전달에 있어서 지연을 야기하기 때문에, 펄스 성형기로 인한 dead time이 발생하여 광자 계수 속도가 감소하게 된다. 높은 정밀도의 에너지 스펙트럼 분리를 위해서는 긴 펄스 성형기의 shaping time 이 필요하고 이로 인해 dead time 이 길어져 광자 계수 속도가 감소하게 된다.
제2 모드는 높은 광자 계수 속도를 갖는 모드로서, 제1 모드에 비해 광자 계수 속도가 빠르다. 반면에 제2 모드는 제1 모드에 비해 에너지 스펙트럼 분리의 정밀도는 낮은 특징이 있다. 제2 모드는 고속으로 광자 계수가 요구되는 경우에 이용될 수 있다. 제2 모드에서 센서(340)로부터 출력된 스캔 신호는 제2 신호 패스(354)를 통해 광자 계수기(356)로 전달된다. 제2 신호 패스(354)는 펄스 성형기를 구비하지 않아, 펄스 성형기로 인한 dead time을 제거하여, 고속으로 광자를 계수하는 것이 가능하다. 또한, 제2 신호 패스(354)에 의하면, Gaussian 펄스 형태의 펄스 성형기 출력 decay time 을 제거하여 고속으로 광자를 계수하는 것이 가능하다. 반면에 제2 신호 패스(354)는 펄스 성형기 없이 동작함으로써, 에너지 스펙트럼 분리의 정밀도는 제1 신호 패스(352)에 비해 낮은 특징이 있다.
광자 계수기(356)는 제1 신호 패스(352) 또는 제2 신호 패스(354)를 통해 스캔 신호가 전달되면, 광자를 계수한다. 일 실시예에 따르면, 광자 계수기(356)는 복수의 에너지 레벨에 대응하는 계수기를 구비하여, 에너지 스펙트럼을 분리하여 광자를 계수할 수 있다.
도 4는 일 실시예에 따른 제1 신호 패스(352a)의 구조를 나타낸 도면이다.
제1 신호 패스(352a)는 입력 신호(460)에 대해 펄스 성형 처리를 하여 출력 신호(464)를 광자 계수기(356a)로 출력한다. 예를 들면, 도 4에 도시된 바와 같이, 3개의 펄스(460-1, 460-2, 460-3)을 갖는 스캔 신호(460)가 제1 신호 패스(352a)로 입력되면, 펄스 성형 처리가 된 3개의 펄스(464-1, 464-2, 464-3)를 구비하는 출력 신호(464)가 출력된다.
제1 신호 패스(352a)는 제1 프리앰프(420), 제1 커패시터(C1), 제1 저항(R1), 및 펄스 성형기(430, shaper)를 포함할 수 있다. 제1 커패시터(C1) 및 제1 저항(R1)은 제1 프리앰프(420)의 입력단과 출력단 사이에 병렬로 연결된다. 센서(340)로부터 출력된 스캔 신호(460)는 제1 프리앰프(420)를 통과하여, 스캔 신호(462)의 형태로 증폭된다. 센서(340)로 입사한 방사선에 의해 발생한 전하 들(charge packet)에 의해 발생한 스캔 신호(460)는 제 1 프리앰프(420)에 의해 전압 신호로 변환된다.스캔 신호(462)는 펄스 성형기(430)로 입력되어, 다시 3개의 펄스(464-1, 464-2, 464-3)를 갖는 스캔신호(464)의 형태로 변환된다. 스캔 신호(464)는 스캔 신호(460)에 비해 각 펄스의 세기가 증폭되면서도, 중간 단계의 스캔 신호(462)에 비해 각 펄스가 분리됨에 의해, 에너지 스펙트럼을 정확하게 분리하여 광자를 계수하는 것이 가능하다. 즉, 펄스 성형 처리에 의해, 광자 계수기(356)에서 광자의 에너지 레벨을 잘못 계수할 확률을 낮출 수 있다. 그런데 이러한 신호 처리 과정에서, 펄스 성형기(430)에서 지연 시간이 발생하여, 제2 신호 패스(354a)에 비해 광자 계수의 속도는 떨어지게 된다.
도 5는 일 실시예에 따른 제2 신호 패스(354a)의 구조를 나타낸 도면이다.
제2 신호 패스(354a)는 입력 신호(520)에 대해 빠른 속도로 증폭 및 리셋 처리를 하여, 높은 광자 계수 속도를 달성한다. 예를 들면, 도 5에 도시된 바와 같이, 3개의 펄스(520-1, 520-2, 520-3)을 갖는 스캔 신호(520)가 제2 신호 패스(354a)로 입력되면, 스캔 신호(520)가 소정의 제1 레벨을 초과할 때마다 증폭 신호가 출력된다.
제2 신호 패스(354a)는 제2 프리앰프(510), 제2 커패시터(C2), 제2 저항(R2), 및 리셋 스위치(RESET)를 포함할 수 있다. 제2 커패시터(C2), 제2 저항(R2), 및 리셋 스위치(RESET)는 제2 프리앰프(510)의 입력단과 출력단 사이에 병렬로 연결된다.
리셋 스위치(RESET)의 제어 단자는, 광자 계수기(356a)의 비교기(440)의 출력 단자에 연결된다. 다른 실시예에 따르면, 리셋 스위치(RESET)의 제어 단자는 제2 프리앰프(510)의 출력단에 연결된다.
센서(340)로부터 출력된 스캔 신호(520)는 제2 프리앰프(510)를 통과하여, 스캔 신호(530)의 형태로 증폭된다. 센서(340)로부터 출력된 입력 신호(520)는 제2 프리앰프(510)를 통과하여, 전압 신호 형태의 스캔 신호(530)로 증폭된다. 이때, 광자 계수기(356a)에 포함된 비교기(440)의 출력이 소정 레벨을 초과하면, 리셋 스위치(RESET)가 턴 온되어, 제2 프리앰프(510)의 양단의 레벨이 리셋된다. 제2 신호 패스(354a)는 펄스 성형기를 구비하지 않기 때문에, 센서(340)로부터 스캔 신호(520)가 입력되어 제2 신호 패스(354a)로부터 출력되는데 걸리는 시간이 제1 신호 패스(352a)에 비해 짧다. 제2 신호 패스(354a)로부터 출력되는 스캔 신호(530)의 레벨이 적어도 하나의 문턱 전압 레벨을 초과하면 제2 신호 패스가 리셋되어 다시 스캔 신호를 입력 받기 때문에, 감쇄시간이 기 Gaussian 모양의 신호를 출력하는 펄스 성형기보다 고속으로 광자를 계수하는 것이 가능하다.따라서 제2 신호 패스(354a)를 이용하는 제2 모드는 제1 신호 패스(352a)를 이용하는 제1 모드에 비해 광자 계수의 속도가 빠르다.
의료 진단용 단층 촬영 장치에서 사용되는 방사선 선속은 약 108 내지 109 photons/sec*mm2이다. 고속으로 회전하는 짧은 시간 동안 특정 위치의 광자를 계수하기 위해서는 계수 속도가 중요하고, 검출기로 입사되는 광자들의 세기를 분별하기 위해서는 에너지 스펙트럼의 정밀도가 중요하다. 하지만 이 두 요소는 펄스 성형기로 인한 상충작용으로 동시에 달성하기 어려운 요소들이다. 프리앰프로부터 출력된 펄스 신호는 펄스 성형기를 거치면서 정확한 에너지 레벨이 판별되지만, 펄스 성형하는 시간 동안 입력되는 신호를 처리하지 못하고 손실하는 dead time이 발생되어 계수 속도가 느려진다는 단점이 있다. 반대로 계수 속도를 증가시키기 위해 펄스 성형기를 제거하고 임계값 이상의 신호를 받고 신호를 리셋하게 되면 dead time은 줄일 수 있지만 제한된 에너지 크기의 신호만 감지하고, 신호의 중첩(pulse pile-up) 현상으로 두 개 이상의 신호가 수 나노초 동안 중첩되어 실제보다 더 큰 신호로 판별하게 되는 문제점이 있다.
본 개시의 실시예들은 광자 계수 방식의 검출기에서 에너지 분해능이 뛰어난 에너지 스펙트럴 방식에 대응하는 제1 모드와, 광자 계수 속도가 빠른 하이 카운트 방식에 대응하는 제2 모드를 한 화소에서 선택할 수 있도록 하는 방안을 제공한다. 이러한 구성에 의해, 본 개시의 실시예들은 하나의 화소에서 두 모드 중 하나를 선택해서 사용이 가능하다. 듀얼 모드를 구비하는 화소는 반도체 집접 회로 공정 기술이 발전함에 따라, 한정된 영역 안에 최대한 많은 회로를 넣을 수 있게 됨으로써, 제한된 영역에서 구현이 가능하고, 그 성능 또한 높아질 수 있다.
도 6은 본 개시의 일 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113b)의 구조를 나타낸 도면이다.
본 실시예에 따른 엑스레이 검출부(113b)는 센서(340a), 제1 스위치(SW1), 제1 신호 패스(352a), 제2 신호 패스(354b), 제2 스위치(SW2), 및 광자 계수기(356b)를 포함한다.
본 실시예에 따르면, 스캔 신호는, 제1 모드에서 센서(340a), 제1 신호 패스(352a), 및 광자 계수기(356b)로 이어지는 제1 경로(PATH1)를 통해 전송되고, 제2 모드에서 센서(340a), 제2 신호 패스(354b), 및 광자 계수기(356b)로 이어지는 제2 경로(PATH2)를 통해 전송된다.
스캔 신호의 전달 경로는 프로세서(220)에서 출력되는 모드 선택 신호(CON1)에 의해 결정된다. 일 실시예에 따르면, 프로세서(220)는 각각의 듀얼 모드 화소(210)에 대해 모드 선택 신호(CON1)를 생성하여 출력할 수 있다. 다른 실시예에 따르면, 듀얼 모드 화소(210)가 소정 개수의 그룹으로 그루핑되고, 프로세서(220)는 각 듀얼 모드 화소(210)의 그룹에 대해 모드 선택 신호(CON1)를 생성하여 출력할 수 있다. 듀얼 모드 화소(210)의 그룹은 제품 설계 단계에서 결정되거나, 단층 촬영 장치(200a)의 동작 모드에 따라 자동으로 결정되거나, 사용자 입력에 따라 결정될 수 있다.
모드 선택 신호(CON1)는 각 듀얼 모드 화소(210)의 제1 스위치(SW1) 및 제2 스위치(SW2)로 입력된다.
제1 스위치(SW1)는 하나의 입력 단자, 두 개의 출력 단자, 및 제어단을 가질 수 있다. 제1 스위치(SW1)는 제어단을 통해 입력되는 제어 신호(CON1)에 기초하여, 입력 단자로 입력된 신호를 두 개의 출력 단자 중 하나로 출력할 수 있다. 일 실시예에 따르면, 제1 스위치(SW1)의 입력 단자는 센서(340a)의 전극(612)에 연결되고, 제1 스위치(SW1)의 두 개의 출력 단자는 각각 제1 신호 패스(352a)의 입력단 및 제2 신호 패스(354b)의 입력단에 연결될 수 있다.
제2 스위치(SW2)는 두 개의 입력 단자, 하나의 출력 단자, 및 제어단을 가질 수 있다. 제2 스위치(SW2)의 두 개의 입력 단자는 각각 제1 신호 패스(352a)의 출력단과 제2 신호 패스(354b)의 출력단에 연결되고, 제2 스위치(SW2)의 출력 단자는 광자 계수기(356b)의 입력단에 연결될 수 있다.
제1 스위치(SW1) 및 제2 스위치(SW2)는 각 듀얼 모드 화소(210)에 대해 개별적으로 구비된다. 만약 엑스레이 생성부(113b)에 복수의 화소가 있고, 복수의 화소 중 일부가 듀얼 모드 화소(210)로 구현되는 경우, 일반 화소에 대해서는 제1 스위치(SW1) 및 제2 스위치(SW2)가 구비되지 않고, 듀얼 모드 화소(210)에 대해서만 제1 스위치(SW1) 및 제2 스위치(SW2)가 구비될 수 있다.
제1 스위치(SW1) 및 제2 스위치(SW2)는 모드 선택 신호(CON1)에 따라 신호 전달 경로를 스위칭한다.
모드 선택 신호(CON1)에 의해 제1 모드가 선택되면, 제1 스위치(SW1)는 센서(340a)와 제1 신호 패스(352a) 사이에 신호 전달 경로를 생성하고, 센서(340a)와 제2 신호 패스(354b) 사이의 신호 전달 경로는 차단한다. 또한 모드 선택 신호(CON1)에 의해 제1 모드가 선택되면, 제2 스위치(SW2)는 제1 신호 패스(352a)와 광자 계수기(356b) 사이에 신호 전달 경로를 생성하고, 제2 신호 패스(354b)와 광자 계수기(356b) 사이의 신호 전달 경로는 차단하다. 따라서 모드 선택 신호(CON1)에 의해 제1 모드가 선택되면, 스캔 신호는 센서(340a), 제1 신호 경로(352a), 및 광자 계수기(356b)를 통과하는 제1 경로(PATH1)를 통해 전달된다.
모드 선택 신호(CON1)에 의해 제2 모드가 선택되면, 제1 스위치(SW1)는 센서(340a)와 제2 신호 패스(354b) 사이에 신호 전달 경로를 생성하고, 센서(340a)와 제1 신호 패스(352a) 사이의 신호 전달 경로는 차단한다. 또한 모드 선택 신호(CON1)에 의해 제2 모드가 선택되면, 제2 스위치(SW2)는 제2 신호 패스(354b)와 광자 계수기(356b) 사이에 신호 전달 경로를 생성하고, 제1 신호 패스(352a)와 광자 계수기(356b) 사이의 신호 전달 경로는 차단하다. 따라서 모드 선택 신호(CON1)에 의해 제2 모드가 선택되면, 스캔 신호는 센서(340a), 제2 신호 경로(354b), 및 광자 계수기(356b)를 통과하는 제2 경로(PATH2)를 통해 전달된다.
일 실시예에 따르면, 센서(340a)는 광전 변환층(610) 및 전극(612)을 포함한다.
일 실시예에 따르면, 광전 변환층(610)은 카드뮴 텔룰라이드(CdTe) 레이어로 구성될 수 있다. 다른 예로서 광전 변환층(610)은 엑스레이를 가시광선으로 변환하는 발광물질(Scintillator)와 이 빛을 전기 신호로 변환하는 포토다이오드(photodiode)를 포함할 수 있다. 광전 변환층(610)은 화소 단위 또는 서브 화소 단위로 서로 절연되도록 구성될 수 있다. 광전 변환층(610)은 광자를 홀-전자 쌍(hole-electron pair)로 변환하여 입사된 광자의 에너지에 대응되는 전기 신호를 생성할 수 있다. 또한, 전기 신호는 전압 신호 또는 전류 신호가 될 수 있다. 본 명세서에서는 전기 신호가 전압 신호인 경우를 예로 들어 설명한다.
전극(612)은 각 화소 또는 서브 화소에 대응되는 패턴으로 광전 변환층(610)의 후면에 배치될 수 있다. 광전 변환층(610)의 후면은 엑스레이 입사면에 대해 배면을 의미한다. 전극(612)은 도전성이 높은 금속 물질을 이용해서 구성될 수 있다. 광전 변환층(610)에서 생성된 스캔 신호는 제1 스위치(SW1)의 입력 단자로 전달된다.
제1 모드에서, 센서(340a)에서 출력된 스캔 신호는 제1 스위치(SW1)를 통해 제1 신호 패스(352a)로 입력된다. 이어서, 스캔 신호는 제1 신호 패스(352a)에서 증폭되고 펄스 성형 처리를 거쳐 제2 스위치(SW2)를 통해 광자 계수기(356a)로 입력된다. 도 6의 제1 신호 패스(352a)는 도 4의 제1 신호 패스(352a)와 동일한 구조이므로, 상세한 설명은 생략한다.
제2 모드에서, 센서(340a)에서 출력된 스캔 신호는 제1 스위치(SW1)를 통해 제2 패스(354b)로 입력된다. 이어서, 스캔 신호는 제2 신호 패스(354b)에서 증폭되어 제2 스위치(SW2)를 통해 광자 계수기(356a)로 입력된다. 도 6의 제2 신호 패스(354b)는 제2 프리앰프(510), 제2 커패시터(C2), 제2 저항(R2), 및 리셋 스위치(RESET)를 포함한다. 제2 커패시터(C2), 제2 저항(R2), 및 리셋 스위치(RESET)는 제2 프리앰프(510)의 입력단과 출력단 사이에 병렬로 연결된다. 리셋 스위치(RESET)의 제어 단자는, 제2 프리앰프(510)의 출력단에 연결된다. 본 실시예에 따르면, 리셋 스위치(RESET)는 센서(340a)로부터 출력된 스캔 신호의 펄스가 제2 프리앰프(510)로 입력된 후 제1 기준 시간(T1)만큼 경과한 후에 턴 온된다. 따라서 제2 신호 패스(354b)의 제2 프리앰프(510)의 입력단 및 출력단의 레벨은, 센서(340a)로부터 출력된 스캔 신호의 펄스가 제2 프리앰프(510)로 입력되고 제1 기준 시간(T1)만큼 경과한 때마다 리셋된다.
광자 계수기(356b)는 제2 스위치(SW2)를 통해 제1 신호 패스(352a) 또는 제2 신호 패스(354b)를 로부터 스캔 신호를 입력받는다. 일 실시예에 따르면, 광자 계수기(356b)는 서로 다른 문턱 전압(Vth1, Vth2, ..., Vth_n)에 각각 대응하는 복수의 비교기(642, 644, 646) 및 복수의 카운터(652, 654, 656)를 포함할 수 있다.
복수의 비교기(642, 644, 646)는 각각 스캔 신호 및 기준 전압을 입력 받는다. 각 비교기(642, 644, 646)의 기준 전압(Vth1, Vth2, ..., Vth_n)은 서로 구별되어 카운팅되는 에너지 레벨에 따라 설정될 수 있다. 각각의 비교기(642, 644, 646)는 해당 비교기(642, 644, 646)의 기준 전압(Vth1, Vth2, ..., Vth_n)을 초과하는 스캔 신호의 펄스가 입력되면, 하이 레벨의 출력 신호를 생성하여 해당 비교기(642, 644, 646)와 연결된 카운터(652, 654, 656)로 출력한다. 카운터(652, 654, 656)는 해당 카운터(652, 654, 656)에 연결된 비교기(642, 644, 646)로부터 하이 레벨의 출력 신호가 입력되면, 하이 레벨의 출력 신호를 출력하여, 데이터 획득 회로(DAS, 115-1)로 출력할 수 있다.
카운터(652, 654, 656)에 연결된 출력 라인(658)은 각 카운터(652, 654, 656)에 대해 개별적으로 구현되거나, 하나의 라인으로 구현될 수 있다.
도 7은 엑스레이 검출부(113)로 입사되는 광자의 에너지 분포를 설명하기 위한 도면이다.
도 7에 있어서, x 축은 광자의 에너지 크기를 나타내며, y 축은 소정 면적에서 엑스레이 검출부(113)의 전면으로 입사되는 광자의 개수를 나타낸다. 또한, 도 7에 도시된 그래프는 엑스레이 검출부(113)로 입사되는 광자의 에너지 스펙트럼을 나타낸다.
엑스레이 생성부(112)는 고전압 생성부(미도시)를 통하여 전압, 전류를 인가 받아 X선을 생성하여 방출할 수 있다. 엑스레이 생성부(112)에서 생성되어 방출된 X선은 도 7과 같은 에너지 스펙트럼을 가질 수 있다. 또한, 엑스레이 생성부(112)로부터 방출되어 대상체를 통과한 방사선에 대응되는 광자들은 도 7의 에너지 스펙트럼으로부터 변형된 형태의 에너지 스펙트럼을 가질 수 있다. 단층 촬영 장치(200a)는 대상체를 통과하면서 변형된 에너지 스펙트럼에 대한 정보를 획득하여, 대상체에 대한 단층 영상을 생성할 수 있다.
본 개시의 실시예들에 따른 엑스레이 검출부(113)는 입사되는 광자를 광자의 에너지 크기에 따라서 분류하여 계수할 수 있다. 광자의 에너지 크기를 분류하기 위해 사용되는 문턱 전압(Vth1, Vth2, Vth_n)은 엑스레이 생성부(112)의 엑스레이 튜브(미도시)로부터 출력되는 X선의 에너지 스펙트럼에 기초하여 도 7과 같이결정될 수 있다. 예를 들면, 문턱 전압 Vth1는 30eV에 대응하는 레벨을 갖고, Vth2는 50eV에 대응하는 레벨을 갖고, Vth_n은 85eV에 대응하는 레벨을 가질 수 있다. 광자 계수기(356b)에 구비되는 비교기(642, 644, 646) 및 카운터(652, 654, 656)의 개수는 실시예에 따라 다양하게 결정될 수 있다. 또한, 각 비교기(642, 644, 646)의 문턱 전압(Vth1, Vth2, Vth_n)의 레벨은 실시예에 따라 다양하게 결정될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 문턱 전압(Vth1, Vth2, Vth_n)의 레벨은 단층 촬영 장치(200a)의 동작 모드, 사용자 입력 등에 따라 변경될 수 있다. 예를 들면, 문턱 전압(Vth1, Vth2, Vth_n)의 레벨은 사용자가 분리해서 검출하기를 원하는 에너지 레벨에 따라 결정될 수 있다.
도 8a 내지 도 8c는 본 개시의 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200a)의 동작을 설명하기 위한 도면이다. 도 8a 내지 도 8c에 도시된 각각의 그래프들에 있어서, x 축은 광자의 에너지 크기를 나타내며, y 축은 소정 면적에서 엑스레이 검출부(113)로 입사되는 광자의 개수를 나타낸다.
도 8a는 제1 비교기(642) 및 제1 카운터(652)에 의해 계수되는 광자들의 에너지 범위를 나타낸다. 제1 비교기(642) 및 제1 카운터(652)는 제1 문턱 전압(Vth1)보다 높은 에너지 레벨의 광자의 개수를 카운팅하여, 제1 스캔 데이터(S1)를 출력한다. 제1 스캔 데이터(S1)에 기초하여 복원된 단층 영상은 제1 문턱 전압(Vth1)보다 높은 에너지 레벨을 갖는 영역들에 대한 정보를 나타낼 수 있다.
도 8b는 제2 비교기(644) 및 제2 카운터(654)에 의해 계수되는 광자들의 에너지 범위를 나타낸다. 제2 비교기(644) 및 제2 카운터(654)는 제2 문턱 전압(Vth2)보다 높은 에너지 레벨의 광자의 개수를 카운팅하여, 제2 스캔 데이터(S2)를 출력한다. 제2 스캔 데이터(S2)에 기초하여 복원된 단층 영상은 제2 문턱 전압(Vth2)보다 높은 에너지 레벨을 갖는 영역들에 대한 정보를 나타낼 수 있다.
도 8c는 제3 비교기(646) 및 제3 카운터(656)에 의해 계수되는 광자들의 에너지 범위를 나타낸다. 제3 비교기(646) 및 제3 카운터(656)는 제3 문턱 전압(Vth3)보다 높은 에너지 레벨의 광자의 개수를 카운팅하여, 제3 스캔 데이터(S3)를 출력한다. 제3 스캔 데이터(S3)에 기초하여 복원된 단층 영상은 제3 문턱 전압(Vth3)보다 높은 에너지 레벨을 갖는 영역들에 대한 정보를 나타낼 수 있다.
일 실시예에 따르면, 프로세서(220)는 제1 스캔 신호(S1), 제2 스캔 신호(S2), 및 제3 스캔 신호(S3)를 이용하여, 제1 문턱 전압(Vth1)과 제2 문턱 전압(Vth2) 사이의 에너지 레벨을 갖는 광자의 개수, 제2 문턱 전압(Vth2)과 제3 문턱 전압(Vth3) 사이의 에너지 레벨을 갖는 광자의 개수를 산출할 수 있다. 예를 들면, 프로세서(220)는 제2 스캔 신호(S2)와 제1 스캔 신호(S1)의 차이를 산출하여 제1 문턱 전압(Vth1)과 제2 문턱 전압(Vth2) 사이의 에너지 레벨을 갖는 광자의 개수를 산출할 수 있다. 또한, 프로세서(220)는 제3 스캔 신호(S3)와 제2 스캔 신호(S2)의 차이를 산출하여 제2 문턱 전압(Vth2)과 제3 문턱 전압(Vth3) 사이의 에너지 레벨을 갖는 광자의 개수를 산출할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 듀얼 모드 화소(210)가 제1 모드로 동작하는 경우, 프로세서(220)는 제2 모드에 비해, 문턱 전압의 개수를 늘리고, 문턱 전압 사이의 에너지 레벨 차이를 감소시킬 수 있다. 또한, 듀얼 모드 화소(210)가 제2 모드로 동작하는 경우, 제1 모드에 비해, 문턱 전압의 개수를 줄이고, 문턱 전압 사이의 에너지 레벨 차이를 증가시킬 수 있다. 제1 모드에서는 펄스 성형 동작에 의해 스캔 신호의 각 펄스의 에너지 레벨을 정밀하게 측정 가능하므로, 문턱 전압의 개수를 늘려, 에너지 분해능이 향상된 에너지 스펙트럼을 얻을 수 있다. 제2 모드에서는 스캔 신호의 전달 속도가 빨라짐에 의해, 에너지 분해능을 다소 희생하면서, 각 에너지 레벨의 스캔 신호의 세기를 보다 정확하게 측정할 수 있다.
본 개시의 실시예들에 따르면, 화소의 위치 또는 단층 촬영 장치(200a)의 동작 모드에 따라, 각 듀얼 모드 화소들(210)의 에너지 스펙트럼의 분해능을 높인 제1 모드 및 계수 속도를 높인 제2 모드 중 하나로 동작하기 때문에, 보다 효과적으로 각 에너지 레벨에 대한 광자 계수 동작을 수행할 수 있다. 예를 들면, 단층 촬영 장치(200a)가 고속 회전 모드로 동작하는 경우, 프로세서(220)는 듀얼 모드 화소들(210)이 제2 모드로 동작하도록 제어하여, 각 에너지 레벨에서의 신호의 세기를 보다 정확하게 측정할 수 있다. 다른 예로서, 단층 촬영 장치(200a)가 조영제를 이용한 촬영을 수행하는 경우, 프로세서(220)는 듀얼 모드 화소들(210)이 제1 모드로 동작하도록 제어하여, 에너지 레벨의 분해능을 높일 수 있다. 다른 예로서, 단층 촬영 장치(200a)가 움직이는 대상체(예를 들면, 심장, 혈관 등)에 대한 단층 촬영을 수행한 경우, 프로세서(220)는 듀얼 모드 화소들(210)이 제2 모드로 동작하도록 제어하여, 계수 속도를 증대시킬 수 있다.
도 9는 일 실시예에 따른 듀얼 모드 화소들의 동작 모드를 나타낸 도면이다.
일 실시예에 따르면, 각각의 듀얼 모드 화소(210a, 210b)는 서브 화소(Binning sub-pixels)이고, 소정 개수의 듀얼 모드 화소(210a, 210b)가 하나의 비닝(binning) 화소를 구성할 수 있다. 예를 들면, 4*4 형태로 배치된 16개의 듀얼 모드 화소(210a, 210b)가 하나의 비닝 화소에 대응될 수 있다. 하나의 비닝 화소를 구성하는 듀얼 모드 화소(210a, 210b)의 배치 및 개수는 실시예에 따라 달라질 수 있다. 예를 들면, 하나의 비닝 화소에 포함되는 서브 화소는 벌집 형태, 삼각형 형태, 다이아몬드 형태 등과 같은 다양한 형태를 가질 수 있다. 또한, 하나의 비닝 화소에 포함되는 서브 화소의 개수는 4*6=24, 5*5=25, 또는 6*6=36 등 다양하게 결정될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 하나의 비닝 화소(910)에 포함되는 복수의 듀얼 모드 화소 중 일부는 제1 모드로 동작하고, 나머지는 제2 모드로 동작할 수 있다. 예를 들면, 도 9에 도시된 바와 같이 비닝 하나의 화소(910)에 16개(4*4)의 듀얼 모드 화소(210a, 210b)가 포함되고, 이중 하나의 듀얼 모드 화소(210a)는 제1 모드로 동작하고, 나머지 15개의 듀얼 모드 화소(210b)는 제2 모드로 동작할 수 있다. 프로세서(220)는 제1 모드로 동작할 듀얼 모드 화소(210a)에 제1 모드를 선택하는 모드 선택 신호를 출력하고, 제2 모드로 동작할 듀얼 모드 화소(210b)에 제2 모드를 선택하는 모드 선택 신호를 출력할 수 있다. 이러한 구성에 의해, 제1 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소(210a)에 의해 해당 비닝 화소(910)에서의 에너지 스펙트럼을 보다 정확하게 산출하고, 나머지 듀얼 모드 화소(210b)에서 해당 비닝 화소(910)로 입사되는 광자의 개수를 정확하게 계수할 수 있는 효과가 있다. 프로세서(220)는 제1 모드의 듀얼 모드 화소(210a)의 에너지 스펙트럼 정보로 비닝 화소(910)의 에너지 스펙트럼 정보를 대체할 수 있다.
하나의 비닝 화소(910) 내의 복수의 듀얼 모드 화소(210a, 210b) 중 제1 모드로 동작시킬 듀얼 모드 화소(210a)의 개수 및 배치는 실시예에 따라 달라질 수 있다.
도 10은 일 실시예에 따른 산란 방지 그리드(116) 및 엑스레이 검출부(113)를 나타낸 도면이다.
일 실시예에 따르면, X선이 입사되는 엑스레이 검출부(113)의 전면에 산란 방지 그리드(116)가 배치될 수 있다. 산란 방지 그리드(116, ASC(Anti-scatter collimator))는 대상체와 엑스레이 검출부(113) 사이에 배치되어, 주 방사선은 대부분 투과시키고, 산란 방사선은 감쇠시킬 수 있다. 즉, 산란 방지 그리드(116)는 엑스레이 검출부(113) 상에 배치되어 직진성이 없는 광자들을 차단하고, X선의 산란을 방지한다. 산란 방지 그리드(116)는 예를 들면 텅스텐 등을 이용하여 구현될 수 있다.
산란 방지 그리드(116)는 도 10에 도시된 바와 같이 일 방향으로 연장된 프레임에 의해 형성된 개구부(1010)를 반복적으로 갖는 형태를 갖거나, 격자 형태의 프레임에 의해 형성된 개구부를 반복적으로 갖는 형태를 갖는 등 다양한 형태를 가질 수 있다. 산란 방지 그리드(116)가 엑스레이 검출부(113) 상에 배치되면, 산란 방지 그리드(116)에 의해 엑스레이 검출부(113)에서 가려지는 부분이 발생하고, 산란으로 인한 에너지 틀어짐으로 인해 왜곡 현상이 발생할 수 있다.
도 11은 일 실시예에 따른 화소 어레이(360)의 구조를 나타낸 도면이다.
본 발명의 일 실시예에 따르면, 산란 방지 그리드(116)에 의해 가려지는 영역(1110) 주변의 듀얼 모드 화소들(1120)은 제1 모드로 동작시키고, 나머지 화소들(1130)은 제2 모드로 동작시킬 수 있다. 프로세서(220)는 산란 방지 그리드(116)에 의해 가려지는 영역(1110) 주변의 듀얼 모드 화소들(1120)에 제1 모드를 선택하는 모드 선택 신호를 출력하고, 나머지 화소들(1130)에 제2 모드를 선택하는 모드 선택 신호를 출력할 수 있다.
본 실시예에 따르면, 산란 방지 그리드(116)에 의해 가려지는 영역에서 발생할 수 있는 산란으로 인한 에너지 틀어짐으로 인한 왜곡 현상을 보상할 수 있는 효과가 있다. 산란 방지 그리드(116)로 가려지는 영역 주변의 화소들(1120)에서는 입사되는 광자의 수가 나머지 화소들(1130)에 비해 적을 가능성이 높기 때문에, 고속 계수의 필요성보다는 정확한 에너지 스펙트럼 검출의 중요성이 더 높다. 따라서 본 실시예에 따르면, 고속 계수의 필요성이 낮은 영역의 화소들(1120)을 제1 모드로 동작시켜 에너지 스펙트럼 분해능을 향상시킴으로써, 듀얼 모드 화소들(210)을 효과적으로 이용할 수 있는 장점이 있다.
도 12는 일 실시예에 따른 화소 어레이(360)의 구조를 나타낸 도면이다.
일 실시예에 따르면, 화소 어레이(360)의 주변부의 듀얼 모드 화소들(210c)은 제1 모드로 동작하고, 화소 어레이(360)의 나머지 듀얼 모드 화소들(210d)은 제2 모드로 동작할 수 있다. 프로세서(220)는 주변부의 듀얼 모드 화소들(210c)에 제1 모드를 선택하는 모드 선택 신호를 출력하고, 나머지 듀얼 모드 화소들(210d)에 제2 모드를 선택하는 모드 선택 신호를 출력할 수 있다.
여기서 주변부는 화소 어레이(360) 외곽에 대응하는 영역을 의미한다. 주변부에 해당하는 영역은 실시예에 따라 넓어지거나 좁아질 수 있다. 주변부에 포함되는 듀얼 모드 화소들(210c)의 개수는 실시예에 따라 달라질 수 있다.
주변부의 화소들에서는 누설전류(leakage current) 등에 의한 노이즈 레벨이 상대적으로 높고, 왜곡이 발생할 가능성이 높기 때문에, 노이즈 및 왜곡을 보정하기 위해 캘리브레이션(calibration) 등의 후처리 동작이 프로세서(220)에서 수행될 수 있다. 본 실시예에 따르면, 주변부의 듀얼 모드 화소들(210c)을 제1 모드로 동작시켜 주변부 듀얼 모드 화소들에서 정확한 에너지 스펙트럼을 얻음으로써, 프로세서(220)에서 보다 정확하게 왜곡에 대한 보정 동작을 수행할 수 있는 효과가 있다. 또한 본 실시예에 따르면, 왜곡 보정 동작의 기능을 향상시킴으로 인해, 보다 고화질의 단층 영상을 획득할 수 있는 효과가 있다.
도 13은 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200b)의 구조를 나타낸 도면이다.
일 실시예에 따른 단층 촬영 장치(200b)는 엑스레이 생성부(112), 엑스레이 검출부(113), 프로세서(220), 입력부(160), 및 통신부(180)를 포함한다. 실시예에 따라 단층 촬영 장치(200b)는 입력부(160) 및 통신부(180) 중 하나만 포함할 수 있다. 엑스레이 검출부(113)는 복수의 듀얼 모드 화소(210)를 포함한다. 도 13에 대한 설명 중, 도 2에 대한 설명과 중복되는 내용은 생략한다.
엑스레이 생성부(112)는 고전압 생성부(HVG)로부터 전압, 전류를 인가 받아 X선을 생성하고 방출한다. 일 실시예에 따르면, 듀얼 모드 화소(210)의 모드는 엑스레이 생성부(112)의 관전압 및 관전류에 따라 결정될 수 있다. 예를 들면, 프로세서(220)는 엑스레이 생성부(112)의 관전압 및 관전류에 의해 결정된 에너지 레벨(eV 값)이 커질수록 제2 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소(210)의 비율을 증가시킬 수 있다.
또한, 프로세서(220)는 엑스레이 생성부(112)의 관전압 및 관전류에 기초하여 듀얼 모드 화소(210)의 광자 계수기에서 이용되는 문턱 전압(Vth1, Vth2, ..., Vth_n)의 레벨을 조절할 수 있다. 예를 들면, 광자 계수기가 3가지 문턱 전압(Vth1, Vth2, Vth3)을 이용하는 경우, 프로세서(220)는 엑스레이 생성부(112)의 관전압 및 관전류 레벨에 기초하여, 제1 광자 계수기(642, 652, 도 6 참조)에서 30keV 이상의 에너지를 갖는 광자를 계수하고, 제2 광자 계수기(644, 654, 도 6 참조)에서 60keV 이상의 에너지를 갖는 광자를 계수하고, 제3 광자 계수기(646, 656, 도 6 참조)에서 90keV 이상의 에너지를 갖는 광자를 계수하도록 Vth1, Vth2, 및 Vth3 값을 설정할 수 있다.
또한, 일 실시예에 따르면, 프로세서(220)는 입력부(160)를 통해 수신된 제1 제어 신호에 기초하여 복수의 듀얼 모드 화소(210)의 동작 모드를 결정할 수 있다. 입력부(160)는 사용자로부터 제어 신호, 데이터 등을 수신한다. 입력부(160)는 예를 들면, 키, 조그, 놉(knob), 터치 패널, 터치 스크린, 키보드, 휠, 마우스 등을 포함할 수 있다. 또한, 단층 촬영 장치(200b)는 사용자가 듀얼 모드 화소(210)의 모드를 설정할 수 있는 UI(user interface)를 제공하기 위해, 디스플레이부를 통해 사용자 인터페이스 뷰를 제공할 수 있다. 프로세서(220)는 입력부(160)를 통해 입력된 사용자 입력에 기초하여 복수의 듀얼 모드 화소(210)의 동작 모드를 결정할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 사용자 입력은 미리 설정된 복수의 옵션 중 하나를 선택하는 입력일 수 있다. 예를 들면, 단층 촬영 장치(200b)는 사용자 인터페이스 뷰를 통해, 비닝 화소 내의 서브 화소들 중 하나의 듀얼 모드 화소를 제1 모드로 동작시키고 나머지 듀얼 모드 화소들은 제2 모드로 동작시키는 제1 옵션, 주변부 듀얼 모드 화소는 제1 모드로 동작시키고 나머지 듀얼 모드 화소는 제2 모드로 동작시키는 제2 옵션, 사용자가 지정한 영역의 듀얼 모드 화소는 제1 모드로 동작시키고 나머지 영역의 듀얼 모드 화소는 제2 모드로 동작시키는 제3 옵션을 제공하고, 사용자는 제1 옵션, 제2 옵션, 및 제3 옵션 중 하나를 선택할 수 있다.
다른 실시예에 따르면, 사용자 입력은 제1 모드로 동작할 듀얼 모드 화소와 제2 모드로 동작할 듀얼 모드 화소를 직접 지정하는 입력일 수 있다. 예를 들면, 디스플레이부는 전체 듀얼 모드 화소를 나타내는 UI 뷰를 제공하고, 사용자는 전체 듀얼 모드 화소 중 제1 모드로 동작할 듀얼 모드 화소와 제2 모드로 동작할 듀얼 모드 화소를 직접 지정할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 이와 같이 듀얼 모드 화소의 동작 모드를 결정하기 위한 사용자 입력이 통신부(180)를 통해 입력될 수 있다. 통신부(180)는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈, 유선 통신 모듈 및 무선 통신 모듈 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 일 실시예에 따르면, 앞서 설명한 바와 같이 복수의 옵션 중 하나를 선택하는 선택 신호, 또는 듀얼 모드 화소의 모드를 직접 지정하는 제어 신호 등이 통신부(180)를 통해 프로세서(220)로 입력될 수 있다. 본 실시예에 따르면, 사용자는 통신 단말, 태블릿 PC, 스마트폰, 워크스테이션 등을 이용하여 원격으로 단층 촬영 장치(200b)를 제어할 수 있다.
프로세서(220)는 입력부(160) 또는 통신부를 통해 입력된 제어 신호에 기초하여 복수의 듀얼 모드 화소(210)의 동작 모드를 결정하여 모드 선택 신호를 생성하고 출력할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 프로세서(220)는 단층 촬영 장치(200b)에서 수행되는 프로토콜의 종류에 따라 제1 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소와 제2 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소의 개수 또는 비율을 조절할 수 있다. 또한, 프로세서(220)는 단층 촬영 장치(200b)에서 수행되는 프로토콜의 종류에 따라 제1 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소와 제2 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소의 위치를 조절할 수 있다. 예를 들면, 프로세서(220)는 조영제를 이용한 멀티에너지 촬영에서는, 전체 듀얼 모드 화소(210)가 제1 모드로 동작하도록 제어하거나, 제1 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소(210)의 비율을 높게 설정할 수 있다. 다른 예로서 프로세서(220)는 움직이는 대상체(예를 들면, 심장, 혈관 등)를 촬영하는 프로토콜에서는 전체 듀얼 모드 화소(210)가 제2 모드로 동작하도록 제어하거나, 제2 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소(210)의 비율을 높게 설정할 수 있다. 또 다른 예로서, 프로세서(220)는 고속 회전 촬영을 수행하는 경우, 전체 듀얼 모드 화소(210)가 제2 모드로 동작하도록 제어하거나, 제2 모드로 동작하는 듀얼 모드 화소(210)의 비율을 높게 설정할 수 있다.
도 14는 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치의 제어방법을 나타낸 흐름도이다.
본 개시에 따른 단층 촬영 장치의 제어 방법은 듀얼 모드 화소를 구비한 단층 촬영 장치에 의해 수행될 수 있다. 듀얼 모드 화소는 앞서 설명한 바와 같이, PCD 방식의 엑스레이 검출부에 구비되는 화소로서, 서로 선택적으로 스캔 신호를 전달하는 제1 신호 패스 및 제2 신호 패스를 구비하는 화소이다. 본 개시에서는 도 2 또는 도 13에 도시된 단층 촬영 장치(200a, 200b)에 의해 단층 촬영 장치의 제어 방법이 수행되는 실시예를 중심으로 설명하지만, 본 개시의 실시예가 이에 한정되는 것은 아니다. 앞서 설명된 단층 촬영 장치(200a, 200b)의 실시예들은 단층 촬영 장치의 제어 방법에도 적용될 수 있다.
일 실시예에 따르면, 프로세서(220)는 엑스레이 검출부(113)의 듀얼 모드 화소가 제1 모드 및 제2 모드 중 하나로 동작하도록 제어한다(1410). 프로세서(220)는 듀얼 모드 화소들의 동작 모드를 결정하여 듀얼 모드 화소들에 대한 모드 선택 신호를 생성하고, 모드 선택 신호를 각 듀얼 모드 화소로 출력한다. 듀얼 모드 화소들의 모드 선택은 앞서 설명한 바와 같이 다양한 실시예에 따라 수행될 수 있다.
다음으로, 프로세서(220)는 엑스레이 검출부(113)로부터 스캔 데이터를 획득한다(1420).
개시된 실시예들은 컴퓨터로 읽을 수 있는 저장 매체(computer-readable storage media)에 저장된 명령어를 포함하는 S/W 프로그램으로 구현될 수 있다.
컴퓨터는, 저장 매체로부터 저장된 명령어를 호출하고, 호출된 명령어에 따라 개시된 실시예에 따른 동작이 가능한 장치로서, 개시된 실시예들에 따른 단층 촬영 장치를 포함할 수 있다.
컴퓨터로 읽을 수 있는 저장매체는, 비일시적(non-transitory) 저장매체의 형태로 제공될 수 있다. 여기서, '비일시적'은 저장매체가 신호(signal)를 포함하지 않으며 실재(tangible)한다는 것을 의미할 뿐 데이터가 저장매체에 반영구적 또는 임시적으로 저장됨을 구분하지 않는다.
또한, 개시된 실시예들에 따른 단층 촬영 장치 및 그 제어 방법은 컴퓨터 프로그램 제품(computer program product)에 포함되어 제공될 수 있다. 컴퓨터 프로그램 제품은 상품으로서 판매자 및 구매자 간에 거래될 수 있다.
컴퓨터 프로그램 제품은 S/W 프로그램, S/W 프로그램이 저장된 컴퓨터로 읽을 수 있는 저장 매체를 포함할 수 있다. 예를 들어, 컴퓨터 프로그램 제품은 CT 시스템의 제조사 또는 전자 마켓(예, 구글 플레이 스토어, 앱 스토어)을 통해 전자적으로 배포되는 S/W 프로그램 형태의 상품(예, 다운로더블 앱)을 포함할 수 있다. 전자적 배포를 위하여, S/W 프로그램의 적어도 일부는 저장 매체에 저장되거나, 임시적으로 생성될 수 있다. 이 경우, 저장 매체는 제조사의 서버, 전자 마켓의 서버, 또는 SW 프로그램을 임시적으로 저장하는 중계 서버의 저장매체가 될 수 있다.
컴퓨터 프로그램 제품은, 서버 및 단말(예로, 단층 촬영 장치)로 구성되는 시스템에서, 서버의 저장매체 또는 단말의 저장매체를 포함할 수 있다. 또는, 서버 또는 단말과 통신 연결되는 제3 장치(예, 스마트폰)가 존재하는 경우, 컴퓨터 프로그램 제품은 제3 장치의 저장매체를 포함할 수 있다. 또는, 컴퓨터 프로그램 제품은 서버로부터 단말 또는 제3 장치로 전송되거나, 제3 장치로부터 단말로 전송되는 S/W 프로그램 자체를 포함할 수 있다.
이 경우, 서버, 단말 및 제3 장치 중 하나가 컴퓨터 프로그램 제품을 실행하여 개시된 실시예들에 따른 방법을 수행할 수 있다. 또는, 서버, 단말 및 제3 장치 중 둘 이상이 컴퓨터 프로그램 제품을 실행하여 개시된 실시예들에 따른 방법을 분산하여 실시할 수 있다.
예를 들면, 서버(예로, 클라우드 서버 또는 인공 지능 서버 등)가 서버에 저장된 컴퓨터 프로그램 제품을 실행하여, 서버와 통신 연결된 단말이 개시된 실시예들에 따른 방법을 수행하도록 제어할 수 있다.
또 다른 예로, 제3 장치가 컴퓨터 프로그램 제품을 실행하여, 제3 장치와 통신 연결된 단말이 개시된 실시예에 따른 방법을 수행하도록 제어할 수 있다. 구체적인 예로, 제3 장치는 CT 시스템을 원격 제어하여, CT 시스템이 X선을 대상체로 조사하고, 대상체를 통과하여 엑스레이 검출부에서 검출된 방사선 정보에 기초하여 대상체 내부의 부위에 대한 영상을 생성하도록 제어할 수 있다.
또 다른 예로, 제3 장치가 컴퓨터 프로그램 제품을 실행하여, 보조 장치(예로, CT 시스템의 갠트리)로부터 입력된 값에 기초하여 개시된 실시예에 따른 방법을 직접 수행할 수도 있다. 구체적인 예로, 보조 장치가 X선을 대상체로 조사하고, 대상체를 통과하여 검출된 방사선 정보를 획득할 수 있다. 제3 장치는 보조 장치로부터 검출된 방사선 정보를 입력 받고, 입력된 방사선 정보에 기초하여 대상체 내부의 부위에 대한 영상을 생성할 수 있다.
제3 장치가 컴퓨터 프로그램 제품을 실행하는 경우, 제3 장치는 서버로부터 컴퓨터 프로그램 제품을 다운로드하고, 다운로드된 컴퓨터 프로그램 제품을 실행할 수 있다. 또는, 제3 장치는 프리로드된 상태로 제공된 컴퓨터 프로그램 제품을 실행하여 개시된 실시예들에 따른 방법을 수행할 수도 있다.
이상에서와 같이 첨부된 도면을 참조하여 개시된 실시예들을 설명하였다. 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고도, 개시된 실시예들과 다른 형태로 본 발명이 실시될 수 있음을 이해할 것이다. 개시된 실시예들은 예시적인 것이며, 한정적으로 해석되어서는 안 된다.

Claims (20)

  1. 복수의 듀얼 모드 화소를 포함하고, 대상체를 통과한 방사선을 검출하는 엑스레이 검출부; 및
    상기 엑스레이 검출부로부터 스캔 데이터를 획득하고, 각각의 상기 복수의 듀얼 모드 화소가 제1 모드 및 제2 모드 중 하나로 동작하도록 제어하는 하나 이상의 프로세서를 포함하고,
    각각의 상기 복수의 듀얼 모드 화소는,
    입사된 방사선을 전기 신호로 변환하여 스캔 신호를 생성하는 센서;
    상기 제1 모드에서 상기 스캔 신호를 전달하는 제1 신호 패스;
    상기 제2 모드에서 상기 스캔 신호를 전달하는 제2 신호 패스; 및
    상기 제1 신호 패스 및 상기 제2 신호 패스 중 하나를 통해 전달된 상기 스캔 신호로부터 광자를 계수하는 광자 계수기를 포함하고,
    상기 제2 신호 패스는 상기 스캔 신호를 전달하는 최소 시간 간격이 상기 제1 신호 패스보다 작은, 단층 촬영 장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 제1 신호 패스는,
    상기 스캔 신호를 증폭하는 제1 프리앰프; 및
    상기 스캔 신호의 파형을 성형(shaping)하는 펄스 성형기(shaper)를 포함하는, 단층 촬영 장치.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 제2 신호 패스는,
    상기 스캔 신호를 증폭하는 제2 프리앰프; 및
    상기 제2 프리앰프의 출력 레벨이 제1 레벨을 초과하면, 상기 제2 프리앰프의 입출력 레벨을 리셋하는 리셋 회로를 포함하는, 단층 촬영 장치.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 하나 이상의 프로세서는 상기 제1 모드 및 상기 제2 모드 중 하나를 선택하는 모드 선택 신호를 생성하여 상기 엑스레이 검출부로 출력하고,
    각각의 상기 복수의 듀얼 모드 화소는,
    상기 모드 선택 신호에 따라, 상기 센서로부터 출력된 스캔 신호를 상기 제1 신호 패스 및 상기 제2 신호 패스 중 하나로 전달하는 제1 스위치; 및
    상기 모드 선택 신호에 따라, 상기 복수의 광자 계수기의 입력 단자를 상기 제1 신호 패스 및 상기 제2 신호 패스 중 하나로 연결하는 제2 스위치를 더 포함하는, 단층 촬영 장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 엑스레이 검출부는 복수의 서브 화소로 이루어진 복수의 비닝(binning) 화소를 포함하고, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들은 서브 화소로서 그룹핑되어 상기 복수의 비닝 화소에 포함되고,
    상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 복수의 비닝 화소 각각에서, 적어도 하나의 제1 듀얼 모드 화소는 상기 제1 모드로 동작하고, 상기 적어도 하나의 제1 듀얼 모드 화소를 제외한 나머지 제2 듀얼 모드 화소는 상기 제2 모드로 동작하도록 제어하는, 단층 촬영 장치.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 엑스레이 검출부는, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들 상에 배치되는 산란 방지 그리드를 더 포함하고,
    상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들 중, 상기 산란 방지 그리드의 프레임의 주변에 배치된 듀얼 모드 화소들은 상기 제1 모드로 동작하고, 상기 프레임의 주변에 배치된 얼 모드 화소들을 제외한 나머지 듀얼 모드 화소들은 상기 제2 모드로 동작하도록 제어하는, 단층 촬영 장치.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들 중, 외곽에 배치된 듀얼 모드 화소들은 상기 제1 모드로 동작하고, 상기 외곽에 배치된 듀얼 모드 화소들을 제외한 나머지 듀얼 모드 화소들은 상기 제2 모드로 동작하도록 제어하는, 단층 촬영 장치.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 단층 촬영 장치는, 제1 제어 신호를 수신하는 입력부를 더 포함하고,
    상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 제1 제어 신호에 기초하여, 상기 엑스레이 검출부의 각각의 듀얼 모드 화소의 모드를 제어하는, 단층 촬영 장치.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 단층 촬영 장치는, 엑스레이를 생성하여 출력하는 엑스레이 생성부를 더 포함하고,
    상기 하나 이상의 프로세서는, 상기 엑스레이 생성부의 관전압 및 관전류 중 적어도 하나에 기초하여 상기 복수의 듀얼 모드 화소 각각의 모드를 제어하는, 단층 촬영 장치.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 하나 이상의 프로세서는, 촬영 프로토콜에 기초하여, 상기 복수의 듀얼 모드 화소 각각의 모드를 제어하는, 단층 촬영 장치.
  11. 제1항에 있어서, 상기 광자 계수기는,
    상기 제1 신호 패스 및 상기 제2 신호 패스 중 하나를 통해 전달된 스캔 신호를 문턱 전압과 비교하는 복수의 비교기; 및
    상기 복수의 비교기 각각의 출력 신호를 각각 계수하는 복수의 계수기를 포함하는, 단층 촬영 장치.
  12. 단층 촬영 장치의 제어 방법에 있어서,
    상기 단층 촬영 장치의 엑스레이 검출부는 제1 모드 또는 제2 모드로 동작하는 복수의 듀얼 모드 화소를 포함하고,
    상기 복수의 듀얼 모드 화소는, 상기 제1 모드에서 센서로부터 출력된 스캔 신호를 전달하는 제1 신호 패스, 상기 제2 모드에서 상기 스캔 신호를 전달하는 제2 신호 패스, 및 상기 스캔 신호로부터 광자를 계수하는 광자 계수기를 포함하고,
    상기 단층 촬영 장치 제어 방법은,
    각각의 상기 복수의 듀얼 모드 화소가 상기 제1 모드 또는 상기 제2 모드 중 하나로 동작하도록 제어하는 단계; 및
    상기 엑스레이 검출부로부터 출력된 스캔 데이터를 획득하는 단계를 포함하고,
    상기 제2 신호 패스는 상기 스캔 신호를 전달하는 최소 시간 간격이 상기 제1 신호 패스보다 작은, 단층 촬영 장치 제어 방법.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 제1 모드에서, 상기 제1 신호 패스에 포함된 펄스 성형기(shaper) 의해, 상기 스캔 신호의 파형을 성형(shaping)하는 단계; 및
    상기 제2 모드에서, 상기 제2 신호 패스에 포함된 리셋 회로에 의해, 상기 제2 신호 패스의 제2 프리앰프의 출력 레벨이 제1 레벨을 초과하면, 상기 제2 프리앰프의 입출력 레벨을 리셋하는 단계를 더 포함하는, 단층 촬영 장치 제어 방법.
  14. 제12항에 있어서,
    상기 복수의 듀얼 모드 화소들은 서브 화소로서 그루핑되어 상기 복수의 비닝 화소에 포함되고,
    상기 단층 촬영 장치 제어 방법은,
    상기 복수의 비닝 화소 각각에서, 적어도 하나의 제1 듀얼 모드 화소는 상기 제1 모드로 동작하도록 제어하는 단계; 및
    상기 적어도 하나의 제1 듀얼 모드 화소를 제외한 나머지 제2 듀얼 모드 화소는 상기 제2 모드로 동작하도록 제어하는 단계를 더 포함하는, 단층 촬영 장치 제어 방법.
  15. 제12항에 있어서,
    상기 엑스레이 검출부는, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들 상에 배치된 산란 방지 그리드를 더 포함하고,
    상기 단층 촬영 장치 제어 방법은, 상기 복수의 듀얼 모드 화소들 중, 상기 산란 방지 그리드의 프레임의 주변에 배치된 듀얼 모드 화소들은 상기 제1 모드로 동작하도록 제어하는 단계; 및
    상기 프레임의 주변에 배치된 얼 모드 화소들을 제외한 나머지 듀얼 모드 화소들은 상기 제2 모드로 동작하도록 제어하는 단계를 더 포함하는, 단층 촬영 장치 제어 방법.
  16. 제12항에 있어서,
    상기 복수의 듀얼 모드 화소들 중, 외곽에 배치된 듀얼 모드 화소들은 상기 제1 모드로 동작하도록 제어하는 단계; 및
    상기 외곽에 배치된 듀얼 모드 화소들을 제외한 나머지 듀얼 모드 화소들은 상기 제2 모드로 동작하도록 제어하는 단계를 더 포함하는, 단층 촬영 장치 제어 방법.
  17. 제12항에 있어서,
    제1 제어 신호를 수신하는 단계; 및
    상기 제1 제어 신호에 기초하여, 상기 복수의 듀얼 모드 화소 각각의 모드를 제어하는 단계를 더 포함하는, 단층 촬영 장치 제어 방법.
  18. 제12항에 있어서,
    엑스레이 생성부의 관전압 및 관전류 중 적어도 하나에 기초하여 상기 복수의 듀얼 모드 화소 각각의 모드를 제어하는 단계를 더 포함하는, 단층 촬영 장치 제어 방법.
  19. 제12항에 있어서,
    촬영 프로토콜에 기초하여, 상기 복수의 듀얼 모드 화소 각각의 모드를 제어하는 단계를 더 포함하는, 단층 촬영 장치 제어 방법.
  20. 제13항의 단층 촬영 장치 제어 방법을 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 포함하는 컴퓨터 프로그램 제품.
KR1020180003973A 2018-01-11 2018-01-11 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품 KR20190085740A (ko)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020180003973A KR20190085740A (ko) 2018-01-11 2018-01-11 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품
EP18189913.9A EP3510928A1 (en) 2018-01-11 2018-08-21 Tomographic imaging apparatus, method of controlling the same, and computer program product
US16/147,378 US10713822B2 (en) 2018-01-11 2018-09-28 Tomographic imaging apparatus, method of controlling the same, and computer program product
CN201910022496.5A CN110025328A (zh) 2018-01-11 2019-01-10 断层扫描成像装置、控制其的方法以及计算机程序产品

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR1020180003973A KR20190085740A (ko) 2018-01-11 2018-01-11 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품

Publications (1)

Publication Number Publication Date
KR20190085740A true KR20190085740A (ko) 2019-07-19

Family

ID=63350394

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020180003973A KR20190085740A (ko) 2018-01-11 2018-01-11 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10713822B2 (ko)
EP (1) EP3510928A1 (ko)
KR (1) KR20190085740A (ko)
CN (1) CN110025328A (ko)

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3780394A1 (en) * 2019-08-14 2021-02-17 ams International AG Circuit arrangement and method for charge integration
EP3839576A1 (de) * 2019-12-18 2021-06-23 Siemens Healthcare GmbH Photonenzählender röntgendetektor und verfahren zum betreiben eines photonenzählenden röntgendetektors
EP3839578A1 (de) * 2019-12-18 2021-06-23 Siemens Healthcare GmbH Photonenzählender röntgendetektor und verfahren zum betreiben eines photonenzählenden röntgendetektors
JP2021177850A (ja) 2020-05-12 2021-11-18 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線検出器及びｘ線ｃｔ装置
CN113876344A (zh) * 2020-07-02 2022-01-04 佳能医疗系统株式会社 X射线ct装置以及方法
US11229413B1 (en) 2020-07-02 2022-01-25 Canon Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus with adaptive photon counting detectors
US20230341571A1 (en) * 2020-11-24 2023-10-26 National University Corporation Shizuoka University Radiation detector and radiation imaging device including same
DE102020216576B3 (de) * 2020-12-28 2021-12-30 Siemens Healthcare Gmbh Röntgendetektoreinheit mit einer anpassbaren Spannungsversorgung und Verfahren zum Betrieb einer Röntgendetektoreinheit

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5943388A (en) * 1996-07-30 1999-08-24 Nova R & D, Inc. Radiation detector and non-destructive inspection
US7126386B2 (en) * 2001-10-25 2006-10-24 Nova R&D, Inc. Multi-channel integrated circuit
US7149278B2 (en) * 2004-09-10 2006-12-12 General Electric Company Method and system of dynamically controlling shaping time of a photon counting energy-sensitive radiation detector to accommodate variations in incident radiation flux levels
US7263167B2 (en) * 2005-09-30 2007-08-28 General Electric Company Direct conversion X-ray detector with over-range and pile-up correction
US7829860B2 (en) * 2006-10-31 2010-11-09 Dxray, Inc. Photon counting imaging detector system
US7528377B2 (en) * 2006-12-26 2009-05-05 Orbotech Medical Solutions Ltd. Radiation detector circuit
US9335424B2 (en) * 2007-06-19 2016-05-10 Koninklijke Philips N.V. Spectral photon counting detector
US20090121142A1 (en) * 2007-07-20 2009-05-14 Bjorn Heismann Radiation detector module, radiation detector and imaging tomography device
US8159286B2 (en) * 2007-10-08 2012-04-17 General Electric Company System and method for time-to-voltage conversion with lock-out logic
US8415635B2 (en) * 2007-10-18 2013-04-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. Particle-counting apparatus with pulse shortening
WO2013003497A1 (en) * 2011-06-28 2013-01-03 Area Detector Systems Corporation Dual mode pixel array detector
CN107850682B (zh) 2015-07-13 2021-07-27 皇家飞利浦有限公司 高能量分辨率/高x射线通量光子计数探测器
US20170212253A1 (en) * 2016-01-22 2017-07-27 General Electric Company Adaptive ct detector having integrated readout electronics

Also Published As

Publication number Publication date
US20190213759A1 (en) 2019-07-11
EP3510928A1 (en) 2019-07-17
US10713822B2 (en) 2020-07-14
CN110025328A (zh) 2019-07-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR20190085740A (ko) 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품
KR101635980B1 (ko) 방사선 디텍터 및 그에 따른 컴퓨터 단층 촬영 장치
JP3128634B2 (ja) 同時透過・放出型集束断層撮影法
JP5268499B2 (ja) 計算機式断層写真法（ｃｔ）イメージング・システム
US9579075B2 (en) Detector array comprising energy integrating and photon counting cells
US10206638B2 (en) X-ray CT and medical diagnostic apparatus with photon counting detector
JP5485692B2 (ja) エネルギースペクトル再構成
US10162066B2 (en) Coincidence-enabling photon-counting detector
JP6539748B2 (ja) Ｘ線ｃｔデータ処理装置、及び、これを搭載したｘ線ｃｔ装置
US20100282972A1 (en) Indirect radiation detector
JP2009502227A (ja) 多色スペクトルによるｘ線検出器イメージング
JP5622487B2 (ja) 放射線診断装置および画像再構成方法
JP2016131884A (ja) Ｘ線ｃｔ装置、光子計数型検出装置及び二重積層光子計数型検出器
JP2018057655A (ja) 放射線診断装置及び方法
JP6564330B2 (ja) フォトンカウンティングｃｔ装置
JP6021347B2 (ja) 医用画像撮像装置及び医用画像撮像方法
JP2016061655A (ja) シンチレータ、放射線検出装置および放射線検査装置
JP2022111990A (ja) 光子計数型ｘ線ｃｔ装置及び方法
JP2019058488A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP7391499B2 (ja) 放射線検出器、放射線診断装置及びチャージシェアリングの判定方法
JP6466119B2 (ja) Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、医用画像処理装置および医用画像処理方法
JP6815209B2 (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP4353094B2 (ja) Ｐｅｔ装置
JP7301607B2 (ja) 放射線診断装置
Lawson Gamma Camera SPECT

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
A302 Request for accelerated examination
E902 Notification of reason for refusal
E601 Decision to refuse application